JP6583699B2 - コイル設計装置及びコイル設計方法 - Google Patents

Description

本発明は、経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置とその製造方法と、上記経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置を備えた経頭蓋磁気刺激装置とその製造方法とに関する。

経頭蓋磁気刺激法（ＴＭＳ：Ｔｒａｎｓｃｒａｎｉａｌ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）は、無痛かつ非侵襲的に脳内のニューロンを刺激する治療方法である。

図１は従来技術に係る典型的な経頭蓋磁気刺激システムの構成例を示す斜視図である。施術にあたっては、図１に示すように頭部の表面に刺激用のコイルを適切な位置に接触させ、磁場を瞬間的に発生させることで、コイル直下に存在する脳内の神経細胞を誘導電場により刺激する。コイルより発生した磁場は、電磁誘導により生体内に電場を誘導し、大脳に位置する神経に脱分極を生じさせる。

経頭蓋磁気刺激法は非侵襲かつ無痛で脳神経を刺激できる手段として、運動野の脳機能マッピング等に主に利用されてきた。さらに近年では、疼痛、パーキンソン病、うつ病などの神経疾患について、または脊髄及び末梢神経障害の評価について、明確に治療を目的とした臨床研究が進められている。これらの神経疾患においては薬剤による治療では効果を得にくい臨床ケースがあり、開頭手術を伴うような電気刺激治療法に代わる、患者に優しい治療法として注目を集めている。一例として、難治性神経障害性疼痛において、大脳の一次運動野に磁気刺激を行うことで１日ほど除痛効果があったことが報告されている。

図１に典型的な構成例の概要を示すように、経頭蓋磁気刺激システム１（以下、「磁気刺激システム」、「経頭蓋磁気刺激装置」、「経頭蓋磁気刺激治療システム」、「経頭蓋磁気刺激システム」ともいう。）は、大略、刺激用コイル２（磁場発生手段）、ケーブル４を介して電気的に刺激用コイル２と接続された磁気刺激制御装置６を備えて構成され、治療用の椅子８に着座した患者Ｍの頭皮表面に配置した刺激用コイル２により脳内神経に所定強度の磁気刺激を加えることにより、治療及び／又は症状の緩和を図るものである。

図１に記載の典型的なシステム構成例においては、コイル２を有するコイルホルダ１０は、ホルダ固定具１１（姿勢保持手段）の先端部に固定されている。ホルダ固定具１１は、柱１１ａとベース１１ｂからなり、柱１１ａの一部（ホルダ固定具１１の先端部近傍）が金属製のフレキシブルチューブ１１ｃで形成されている。従って、コイル２は、コイルホルダ１０を患者Ｍの頭皮表面の所定位置に移動するだけで、最適コイル位置に固定できる。なお、経頭蓋磁気刺激システムは図１に示す構成に限定されることはなく、他の態様も可能である。

刺激用コイル２は、患者Ｍの少なくとも脳の特定部位に磁気刺激を加えるための動磁場を発生するものである。刺激用コイル２としては、種々のタイプの公知の磁気コイルを使用できる。図１に図示した典型的構成例システムにおいては、刺激用コイル２は、２つの渦巻き形コイルを同一平面上で数字の「８」の字型に並べた、いわゆる８の字型渦巻きコイルである。この形態のコイルは２つのコイルに同方向（例えば、矢印で示す方向）に電流を流すことで、これらのコイルが重なった部分の直下で最大の誘導電流密度を得ることができる。この形態の刺激用コイル（磁気コイル）２は、刺激する脳皮上の範囲を限局した刺激をもたらすのに好適である。

同様に、図１の典型的なシステム構成において、磁気刺激制御装置６は、刺激用コイル２への電流パルスの供給を制御するものである。磁気刺激制御装置６としては、従来公知の種々の形態を用いることができる。磁気刺激制御装置６のオン／オフ操作は操作者によって行われる。また、磁気刺激の強度やサイクルを決定付ける電流パルスの強度やパルス波形の設定等も、操作者によって行うことができる。

患者の頭皮表面上に配置したコイルから直下の脳内神経に正確に局所刺激を与えることにより、より高い疼痛軽減効果が得られる。このため、医療機関では、患者の初期診療時に専用の位置決め装置を用いて、患者の神経障害性疼痛が最も軽減できるコイル２の最適コイル位置及び姿勢を決定している。

しかし、従来の磁気刺激装置は約７０ｋｇの重量があり、また設置のために電気工事が必要となるため、設備の整った医療機関でのみ利用可能となっている。また、実際の治療時には患者のＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）データを参照しながら刺激位置を決定するため、熟練した医療従事者による治療が必要である。

特開２０１２−１２５５４６号公報 国際公開第２０１０／１４７０６４号公報 国際公開第２０１５／１２２５０６号公報

経頭蓋磁気刺激療法では、現在、磁気刺激法の刺激用コイルとして、円形コイル、８字型コイルをはじめ、４葉コイル、Ｈｅｓｅｄコイル、小さな円形コイルを頭部表面に多数配置したコイルなど様々な形状が提案されており、現在は８字型コイルが主に利用されている。８字型コイルは、直列に接続した２つの円形コイルを、例えばその円形端部において部分的に重ねて配置したもので、それらの円形コイルに逆向きに電流を流すことで、コイル交差部直下に渦電流を集中させて局所への刺激が可能である。

一方、治療の対象や、患者個人の症状によっては、局所的な刺激とは逆に、より広い範囲で刺激することが有効な場合がある。また、局所に刺激が集中するコイルでは、対象の部位へ正確に位置を決めることが求められ、この場合、ナビゲーションシステム等による正確な位置決めを実施する必要があった。

在宅治療に用いる磁気刺激の開発を行ううえで、非医療従事者の手により刺激位置を決定するためのナビゲーションシステムの開発も進められている。磁気刺激位置を決定するためのナビゲーションシステムのひとつの例として、メガネに仕込まれている複数の磁気センサを用いて、３次元空間内にある磁界源としての磁気刺激用コイルの位置や向きを逆解析の手法で検出し、医師が予め決めた処方値である磁気刺激用コイルの照射位置・向きとなるようコイル移動操作の教示を行う磁気刺激治療コイルのナビゲーションシステムを用いた位置決め操作を説明する。

患者はまず病院において複数の磁気センサが仕込まれたメガネを装着する。次に医師が磁気刺激用コイルを患者脳皮の照射位置付近へ移動し、磁気刺激を試行して最適刺激位置（処方位置）を決定すると同時に、最適刺激位置およびその周囲５ｃｍの範囲内の複数の位置で、ステレオカメラが追跡した磁気刺激用コイルの位置・向きのデータと、コイルに内蔵された永久磁石が生成する磁界の大きさをメガネの磁気センサが検出したデータとを関連づけて、データテーブルとして記録する。

在宅で患者が自ら磁気刺激用コイルを動かして治療を行う時は、現在の磁気センサの検出値を、予め収集されたデータテーブル内の磁気センサ値と比較対照することで、現在のコイルの３次元位置及び向きが特定される。患者の傍にあるモニターの画面には脳ＭＲＩ画像と磁気刺激用コイルの画像とが重ね合わされて表示されるので、患者はモニター画面を観察することにより、磁気刺激用コイルが、目標となる処方位置に対して現在どこにあるのかを視覚的、直観的に知ることができ、処方位置まで容易に磁気刺激用コイルを移動させてコイルの位置決めを行うことができる。なお、上記に説明した構成以外のナビゲーションシステムもまた可能である。

上記に例示をした構成を有するナビゲーションシステムにおける誘導誤差が、最適刺激位置から最大で例えば５ｍｍとし、一方、先に説明した８の字コイルでは、例えば５ｍｍ以内に照射部位（最適刺激位置）がある場合に治療上有効に目的の部位を刺激することが可能であると仮定する。この場合、ナビゲーションシステムを用いて誘導された刺激位置において８の字コイルで磁気刺激を行う治療装置を用いると、照射すべき部位（最適刺激位置）が治療コイルの刺激有効範囲に入らない可能性があるので、正確に治療部分に刺激を行うことが難しい。そこで例えば１０ｍｍ以内に照射すべき部位がある場合に治療上有効に目的の部位を刺激することができるような、より広い範囲に均等に渦電流を発生することが可能なコイルの開発が必要とされている。

そこで、本発明者らは、ロバスト性が高い（すなわち、より広い範囲に渦電流を発生することができる）刺激用コイルを実現するため、従来は提案されていなかった構成である、ドーム型コイル装置を提案し、既に特許出願を行っている（例えば、特許文献３参照）。

本発明の目的は、頭部表面の電場強度を従来技術に比較してさらに増大させることができる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置とその製造方法と、上記経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置を備えた経頭蓋磁気刺激装置とその製造方法を提供することにある。

本発明にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は、巻線コイルが頭部表面上又はその近傍に置かれ、電磁誘導によって脳内の磁気刺激対象領域に誘導電場による電流を発生させてニューロンを刺激する経頭蓋磁気刺激装置のためのコイル装置であって、
上記巻線コイルは、上記頭部表面上又はその近傍に配置された近頭部表面導線部と、上記頭部表面から上記近頭部表面導線部よりも離れて配置された遠頭部表面導線部とを備え、
上記近頭部表面導線部と上記遠頭部表面導線部との間の距離を、上記誘導電場強度が上記磁気刺激対象領域の周辺領域に比較して増大するように変化させて設定したことを特徴とする。

従って、本発明によれば、頭部表面の電場強度を従来技術に比較してさらに増大させることができる。

従来技術に係る典型的な経頭蓋磁気刺激システムの構成例を示す斜視図である。 本発明の一実施形態にかかる経頭蓋磁気刺激装置の刺激用コイル駆動回路の構成例を示す回路図である。 図２Ａの経頭蓋磁気刺激装置のコイル電圧波形を示す波形図である。 図２Ａの経頭蓋磁気刺激装置のコイル電流波形を示す波形図である。 本実施形態で用いるドーム型コイルの外観概要図である。 本実施形態で用いるスカラーポテンシャル有限差分法の原理を説明するための微小６面体の構造を示す斜視図である。 図２Ａの経頭蓋磁気刺激装置においてドーム型コイルの高さＬ等をパラメータとしたときの各実施例を示す表である。 図２Ａの経頭蓋磁気刺激装置においてドーム型コイルの高さＬを変化させたときのコイルが生成する電場強度を示すグラフである。 本実施形態で用いる８字型コイルの外観概要を示す斜視図である。 本実施形態で用いるドーム型コイルの外観概要を示す斜視図である。 本実施形態にかかる８字型コイルのシミュレーション結果であって、半球モデル表面に発生する誘導電場強度を示す画像である。 本実施形態にかかるドーム型コイルのシミュレーション結果であって、半球モデル表面に発生する誘導電場強度を示す画像である。 本実施形態にかかる８字型コイルのシミュレーション結果であって、半球モデル断面に発生する誘導電場強度を示す画像である。 本実施形態にかかるドーム型コイルのシミュレーション結果であって、半球モデル断面に発生する誘導電場強度を示す画像である。 本実施形態にかかる８字型コイル及びドーム型コイルのシミュレーションにおける、被験者頭部のＭＲＩ画像における電場強度の測定位置を示す写真画像である。 本実施形態にかかる８字型コイルのシミュレーション結果であって、図１０Ａの測定位置における電場強度の相対値を示す表である。 本実施形態にかかるドーム型コイルのシミュレーション結果であって、図１０Ａの測定位置における電場強度の相対値を示す表である。

以下、本発明に係る実施形態にかかる、経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置、経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置の製造方法、及び経頭蓋磁気刺激装置について図面を参照して説明する。なお、以下の各実施形態において、同様の構成要素については同一の符号を付している。

〔磁気刺激用コイル駆動回路の構成〕
磁気刺激用コイル（以下、「治療コイル」、「刺激用コイル」、あるいは単に「コイル」ともいう）に電流を印加して磁気刺激治療のための電場を生成するために、経頭蓋磁気刺激システム１は刺激用コイル２と接続された磁気刺激制御装置６を備えており、磁気刺激制御装置６は内部にコイル駆動回路を備えている。

図２Ａは本発明の一実施形態にかかる経頭蓋磁気刺激装置の刺激用コイル駆動回路の構成例を示す回路図であり、図２Ｂは図２Ａの経頭蓋磁気刺激装置のコイル電圧波形を示す波形図であり、図２Ｃは図２Ａの経頭蓋磁気刺激装置のコイル電流波形を示す波形図である。

コイル駆動回路２０は、電源装置２１と、コンデンサ２２と、半導体スイッチ２３と、刺激用コイル２と、制御回路２６とを備えて構成される。ここで、電源装置２１は、交流電源２１ａと、電源回路２１ｂと、昇圧回路２１ｃとを備える。ここで、半導体スイッチ２３はサイリスタ２３ａと、逆方向のダイオード２３ｂとが並列に接続されて構成され、サイリスタ２３ａは制御回路２６からの制御信号に基づいてオン又はオフされる。また、容量値Ｃを有するコンデンサ２２と、半導体スイッチ２３と、インダクタンスＬｃを有する刺激用コイル２のインダクタンス成分２４と、抵抗値Ｒｃを有する刺激用コイル２の抵抗成分２５とが直列に接続される。

図２Ａのコイル駆動回路２０において、電源装置２１よりコンデンサ２２に電荷を蓄積した後、サイリスタ２３ａをオン（導通）にすることで、コンデンサ２２と刺激用コイル２のインダクタンス成分２４とが共振する。ここで、共振中にインダクタンス成分２４に流れる電流ｉは、抵抗成分２５を無視すると次式の微分方程式で表される。

（１）

従って、電流ｉは昇圧後の電圧Ｖ_０を用いて次式のように表される。

（２）

式（１）及び式（２）から明らかなように、共振一周期分の時間が経過した時点でサイリスタ２３ａをオフ（遮断）することで、コイル電圧（刺激用コイル２のインダクタンス成分２４の両端の電圧）波形と、刺激用コイル２に流れる電流波形とは、図２Ｂ及び図２Ｃに示すようになる。なお、図２Ｂにおいて横軸は時間を、縦軸は電圧を表し、図２Ｃにおいて横軸は時間を、縦軸は電流を表している。

典型的な経頭蓋磁気刺激システムにおいて、刺激用コイル２にかかる電圧は０．４〜３ｋＶ、刺激用コイル２を流れる電流は４〜２０ｋＡである。また、経頭蓋磁気刺激治療に好適なパルス幅は２００μｓ〜３００μｓ、脳内に生じる誘導電場強度は灰白質の導電率を０．１Ｓ／ｍとした場合に２００Ｖ／ｍ程度といわれているが、刺激強度とそれによって得られる反応効果は被験者によりばらつきのある値であり、経験的な部分も多い。

次に、本実施形態にかかるコイル装置に本発明者が到達した際に検討の出発点となった、ドーム型コイル装置の構成について説明する。

図３は本実施形態で用いるドーム型コイルの外観概要図である。従来の８字型コイルより広範囲な刺激を行うためにドーム型コイルについて特許出願を行った（例えば、特許文献３参照）。当該ドーム型コイルは、まず独立のパラメータとして、ターン数Ｎ、高さＬ及び導線間隔ｄを有しており、さらにこれら独立のパラメータに依存するパラメータとして、コイル全体幅Ｗ、上部球半径Ｒを有している。これらのパラメータを以後、総称として「変数パラメータ」ともいう。

また、下部接触面球半径ｒ＝１００ｍｍ、平角銅線の断面２ｍｍ×６ｍｍを、上記特許文献３における実施例では定数パラメータとして持つ。また補助的なパラメータとしてコイルを上部から見た時の底面接触部の半径（図３参照）がｘとして定義される。これら定義から明らかなとおり、底面接触部を基準として設計を行うとき、半径ｘと高さＬの値により半径Ｒが一意に定まる。

なお、本実施形態にかかるドーム型コイルは、次の様に定義を行うことも可能である。すなわち、頭部表面の近くに配置された近頭部表面導線部と、頭部表面から離れて配置された遠頭部表面導線部とが電気的に接続してひとつのターンコイルをなし、近頭部表面導線部及び／又は遠頭部表面導線部の形状が連接するターンごとに同一であるか、または連接するターンごとに徐々に異なるように構成した複数の各ターンコイルを、各ターンの中心が連接する方向に配列してなしたコイル装置である。

あるいは、巻線コイルの各ターンの中心軸が頭部表面に略並行となるよう該頭部表面上あるいはその近傍に置かれ、電磁誘導によって脳内に電流を発生させてニューロンを刺激する、経頭蓋磁気刺激治療に使用するコイル装置である。

このように定義されたドーム型コイルにおいて、コイルの高さＬとは、ドーム型コイルを構成するそれぞれのターンコイルにおける、近頭部表面導線部と遠頭部表面導線部との距離の最大値と定義することができる。

以上の実施形態においては、ドーム型コイルについての考察を行っているが、本発明はこれに限らず、近頭部表面導線部のコイルと、遠頭部表面導線部のコイルとを有する８字型コイルであってもよい。このとき、８字型コイルは、巻線コイルの各ターンの中心軸が頭部表面に略垂直となるよう該頭部表面上あるいはその近傍に置かれ、電磁誘導によって脳内に電流を発生させてニューロンを刺激する経頭蓋磁気刺激装置のためのコイル装置である。

〔本発明者による検討の方針〕
上記に説明した各パラメータを有するドーム型コイルを前提とし、本発明者は次のような方針と知見に基づいて、本実施形態にかかるコイル装置に至る検討を行った。

まず、経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置の設計にあたって、脳表において磁気刺激治療の対象となる、例えば１次運動野に隣接する感覚野などへの刺激は安全である一方で、海馬など記憶野を刺激することは避けねばならず、そのため、刺激範囲は従来の８字型コイルの縦横１．５倍程度を設計の目標とした。

また、もしも刺激効率が下がれば、より多くの電流をコイルに印加する必要が生じ、結果としてコイルの加熱により継続的な刺激が困難になるため、刺激効率が下がらないような設計とすることも重要とした。

本発明者らが先に行った特許出願においては、８字型コイルに比べより広い範囲を均等に刺激できるドーム型コイルを新たに提案し、高さＬ、コイル全体幅Ｗ、上部球半径Ｒを各々独立に動かし、その誘導電場に与える影響を検討した。

しかし、これらの設計パラメータと、結果として得られる、頭部に発生する誘導電場の広がりや強度との関係が複雑であり、ドーム型コイルの最適な設計を行うことが、このように各パラメータを独立に動かす設計的なアプローチからは困難である点を見出していた。

本実施形態においては、詳細後述するように、ドーム型コイルの設計を「コイル底面の頭部接触面積」を基準とし、固定して検討を進める方法に改めることで、結果として与えられる誘導電場の「広がり」と「強度」が、それぞれ「頭部接触面積」と「コイル高さ及び巻き数密度」に依存するものであることを明らかにした。これによりドーム型コイルの設計が、発生する誘導電場の広がりを一定に保ったまま強度を変更できるようになったため、最適値の模索という観点で容易になった。このような方針に基づく本発明者による検討の結果を、以下に具体的に説明する。

〔スカラーポテンシャル有限差分法を用いた頭部モデルに対する誘導電場の計算法〕
本実施形態に至る、経頭蓋磁気刺激における誘導電場の計算をその過程に含んだ各検討では、本発明者はすべて、スカラーポテンシャル有限差分法（ＳＰＦＤ法：Ｓｃａｌａｒ−Ｐｏｔｅｎｔｉａｌ Ｆｉｎｉｔｅ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ ｍｅｔｈｏｄ）を用いた。ＳＰＦＤ法では、動磁場により誘導電場を発生させる対象物を微小直方体に分割し、各微小体積に発生する誘導電場を磁気ベクトルポテンシャルの差分方程式の解として得ることができる。まず、コイルにより発生する電場Ｅを磁気ベクトルポテンシャルＡ_０及びスカラーポテンシャル∇φを用いて表すと以下となる。

（３）

また、電流連続の式及びオームの法則より、誘導される電流密度Ｊと電場Ｅ、導電率σに対して以下の式が成り立つ。

（４）

以上の式（３）及び式（４）より次式が成立する。

（５）

図４は本実施形態で用いるスカラーポテンシャル有限差分法の原理を説明するための微小６面体の構造を示す斜視図である。図４に図示するような微小六面体を仮定し、Ｓｎを各直線のコンダクタンス、ｌｎを各直線の長さ、Φｎを節点Ｐｎにおけるスカラーポテンシャル、Ａ_０ｎを節点Ｐ０と節点Ｐｎを結ぶ方向成分の磁気ベクトルポテンシャルとする。ここで、式（３）、式（４）及び式（５）をそれぞれ離散化すると、これらの値に対して次式が成り立つ。

（６）

この式をボクセル全体について解くことにより、誘導電場Ｅ（ベクトル）を求めることができる。

〔ドーム型コイルにおいて頭部接触部分の面積を一定とし、高さ及び導線密度を変化させた場合に発生する誘導電場の変化〕
図５は図２Ａの経頭蓋磁気刺激装置においてドーム型コイルの高さＬ等をパラメータとしたときの各実施例を示す表である。本発明者は、まず、各パラメータに対する刺激効果の変化を解析するため、図５のように、コイルの高さＬを２１ｍｍ及び３９ｍｍとして、頭部接触面の面積をｘ＝５６ｍｍという設計値に基づく値に固定した複数のコイルモデルを用意し、頭部を模した半球の導電体における誘導電場の変化を解析した。なお、ドーム型コイルは複数のターンの各エレメントが例えば直列に接続されて構成され、互いに隣接する二つのターンのエレメント間の幅をエレメント幅ｄとする。

このとき、ドーム型コイルの上側導線半径（図３におけるＲ）は、頭部接触面積を一定としつつ高さＬを変更したため、高さＬに合わせて６０．２ｍｍ〜５６ｍｍと変化している。他のパラメータについては以下の３種類のコイルのモデルを用意した。
（モデルＭ１）ターン数Ｎ＝２０、エレメント幅ｄ＝１ｍｍ、コイル全体幅Ｗ＝５９ｍｍ；
（モデルＭ２）ターン数Ｎ＝２０、エレメント幅ｄ＝２ｍｍ、コイル全体幅Ｗ＝７８ｍｍ；
（モデルＭ３）ターン数Ｎ＝２６、エレメント幅ｄ＝１ｍｍ、コイル全体幅Ｗ＝７８ｍｍ。

なお、モデルＭ２とモデルＭ３とを比較することで、接触面積を同様としつつ導線密度を変化させた場合の誘導電場の変化を見ることができる。また、コイルの高さＬを２１ｍｍ及び３９ｍｍに変化させることで、モデルＭ１をモデル群Ｍ１とし、モデルＭ２をモデル群Ｍ２とし、モデルＭ３をモデル群Ｍ３とする。

誘導電場を発生させる対象の導電体は、半径７５ｍｍ、導電率σ＝０．１Ｓ／ｍの半球とし、コイルモデルの１０ｍｍ下に位置するよう設定した。刺激用コイルには５．３ｋＡ、４ｋＨｚの電流を印加した。その上で、コイルの高さＬの変化に対する誘導電場強度及び広がりの変化を、以下に説明するように、スカラーポテンシャル有限差分法に基いて計算し比較した。

図６は図２Ａの経頭蓋磁気刺激装置においてドーム型コイルの高さＬを変化させたときのコイルが生成する電場強度を示すグラフである。ドーム型コイルの高さＬの変化に対しては、図６に図示のとおり、高さＬを変化させた場合刺激範囲は変化せず、強度のみが高さＬと比例関係にあることがわかった。すなわち、Ｎ＝２０かつエレメント幅ｄ＝１ｍｍのモデル群Ｍ１については刺激点中央における半径１０ｍｍの誘導電場の球内平均が８３〜１２９Ｖ／ｍ、Ｎ＝２０かつエレメント幅２ｍｍのモデル群Ｍ２では５４〜８７Ｖ／ｍと、コイル高さを高くするほど誘導電場強度が大きくなった。

ここで、「誘導電場の球内平均値」とは、中心点から所定半径内の球体について、球体内部の各点における電場強度を計算し、その平均値として算出された値である。また、接触部分の面積を変えず導線密度を変化させた場合のモデル群Ｍ３についても誘導電場の球内平均が７３Ｖ／ｍ〜１１８Ｖ／ｍとなり、モデル群Ｍ２と比較して強度のみが増加しており、誘導電場の広がりは変化しなかった。なお誘導電場の広がりとは、発生する誘導電場の最大値の５０％まで減衰する点を基準として定義した値であり、モデル群Ｍ１の半値幅は８．７ｃｍ×４．２ｃｍ、モデル群Ｍ２及びＭ３の半値幅は９．７ｃｍ×５．３ｃｍであった。

これらの結果より、ドーム型コイルの設計においては、接触部分の面積を変えずにコイルの高さＬを高く、巻線密度を上げることで、発生する誘導電場の広がりを増減させずに強度を最大化することができる、ということが分かった。これは、誘導電場が必要以上に広がらず、かつ効率よく刺激をできるコイル設計を目標とするにあたり、重要な知見である。

但し、コイルの高さＬをより高くする、もしくは巻線密度をより上昇させることによって、コイル本体に対する鎖交磁束が増加するため、コイルの自己インダクタンスＬｃが上昇する。ここで、前述の一般的な駆動回路によって発生される電流のパルス幅Ｔはコイルの自己インダクタンスＬｃ、回路のキャパシタンスＣを用いて、次のように決定される。

（７）

一般に、効率よく神経刺激が可能な、刺激用コイル印加電流のパルス幅は２００μｓ〜３００μｓと言われているため、容量値Ｃ＝１８０μＦとした場合、インダクタンスは１３μＨ程度が限界となる。これを踏まえ各コイルモデルのインダクタンスを計算すると、誘導電場の広がりが十分であるモデル群Ｍ２においてコイルの高さＬ＝３９ｍｍのとき、インダクタンスは９．０μＨとなる。これは基準となる１３μＨより十分に低く、治療可能なパルス幅という観点からはまだ余裕がある。

これよりコイルの高さＬを高くした上でインダクタンスを求めると、Ｌ＝４９ｍｍのとき１２．９μＨとなり、基準の１３μＨを超えない最適なコイル高さとすることができる。このとき、結果から得られる近似直線から計算される外挿値としてのコイル強度は１０７Ｖ／ｍであり、同じ実験条件で上記の各式から誘導電場を解析した結果としては１０３Ｖ／ｍとなった。

なお、刺激用コイル印加電流のパルス幅は２００μｓのときＣ＝１８０μＦとした場合、インダクタンスの最小値は５．６３μＨであって、インダクタンスは好ましくは５μＨ以上であればよい。

〔８字型コイルとドーム型コイルの半球モデルに対する誘導電場の比較〕
次に、ドーム型コイルの位置ロバスト性を評価するため、半球モデルに対する８字型コイルとドーム型コイルによる誘導電場の広がり及び強度をそれぞれ比較する検討を行った。

図７Ａは本実施形態で用いる８字型コイルの外観概要を示す斜視図であり、図７Ｂは本実施形態で用いるドーム型コイルの外観概要を示す斜視図である。

８字型コイルは図７Ａに示すように外半径５１ｍｍ、内半径１１ｍｍ、１０ターンの円形コイルを２つ重ねた形とした。ドーム型コイルはＮ＝２０、ｄ＝２、Ｗ＝７８ｍｍ、Ｌ＝３９ｍｍ、Ｒ＝６６ｍｍとした。半球モデルは上記検討と同様とし、コイルに流す電流は５．３ｋＡ、３．４ｋＨｚとした。

半球モデルに発生する誘導電場について、ドーム型コイルの刺激強度が半減する広がり範囲は９．８ｃｍ×５．４ｃｍであり、８字型コイルは６．０ｃｍ×３．４ｃｍであった。また、半球頂部を中心とした半径１０ｍｍ球内に発生している誘導電場の平均値は、ドーム型コイルでは８３Ｖ／ｍであり、８字型コイルでは１６９Ｖ／ｍであった。これらの結果を表１に示す。

図８Ａは本実施形態にかかる８字型コイルのシミュレーション結果であって、半球モデル表面に発生する誘導電場強度を示す画像である。図８Ｂは本実施形態にかかるドーム型コイルのシミュレーション結果であって、半球モデル表面に発生する誘導電場強度を示す画像である。図９Ａは本実施形態にかかる８字型コイルのシミュレーション結果であって、半球モデル断面に発生する誘導電場強度を示す画像である。図９Ｂは本実施形態にかかるドーム型コイルのシミュレーション結果であって、半球モデル断面に発生する誘導電場強度を示す画像である。すなわち、半球モデルに発生する誘導電場のモデル表面の様子を図８Ａ及び図８Ｂに、断面の様子を図９Ａ及び図９Ｂに示す。

ドーム型コイルは、刺激強度は８字型コイルに劣るものの、半球モデルに対する刺激範囲はより広くなっていることがわかる。また刺激の深さも最大誘導電場の５０％まで減衰する位置までの距離が、８字型コイルが９．８ｍｍ、ドーム型コイルで１５ｍｍと十分であることがわかる。一般に８字型コイルによる許容される刺激位置ずれが５ｍｍ程度と言われていることより、この結果から、ドーム型コイルによる刺激位置ずれは約１．５倍の８ｍｍ程度まで拡大することが予測でき、位置ずれに強いコイルが実現したことがわかる。

〔ＭＲＩ画像によって得られた脳形状データに対するドーム型コイルの位置ロバスト性の評価計算〕
本発明者は、半球被験者頭部のＭＲＩ画像から作られた脳形状モデルに対し、運動野刺激点を中心とした３ｍｍ格子、５点×５点での刺激位置ずれのシミュレーションに基づく検討を行った。

脳形状モデルはＭＡＴＬＡＢ上で動作する統計画像解析パッケージＳＰＭを用いることで、ＭＲＩ画像より脳の白質、灰白質、脳脊髄液の３要素に分けて抽出した。白質、灰白質、脳脊髄液の導電率はそれぞれ０．０７Ｓ／ｍ、０．１１Ｓ／ｍ、１．７９Ｓ／ｍとした。位置ずれ時の刺激予定点における誘導電場を、実施例２と同様の設計の８字型コイルとドーム型コイルとで比較した。

図１０Ａは本実施形態にかかる８字型コイル及びドーム型コイルのシミュレーションにおける、被験者頭部のＭＲＩ画像における電場強度の測定位置を示す写真画像である。図１０Ｂは本実施形態にかかる８字型コイルのシミュレーション結果であって、図１０Ａの測定位置における電場強度の相対値を示す表である。図１０Ｃは本実施形態にかかるドーム型コイルのシミュレーション結果であって、図１０Ａの測定位置における電場強度の相対値を示す表である。ここで、図１０Ａの測定位置は、互いに直交するＸａ軸とＹａ軸との座標で定められる座標である。

すなわち、ＭＲＩによって得られた脳形状と、それに対する一次運動野の刺激点の様子を図１０Ａに示す。刺激による誘導電場をシミュレーションした結果、誘導電場の強度は、刺激中心点において半径１０ｍｍの球内平均をとると、８字型コイルで２６４Ｖ／ｍ、ドーム型コイルで１０１Ｖ／ｍであった。位置ずれに対する電場強度の減衰については、図１０Ｂのように、８字型コイルでは最大で１０．８％減弱するような刺激点が存在した。これは５ｍｍ以上のコイルの位置ずれにより治療効果が得られなくなる場合がある、という報告と一致するものである。

一方、図１０Ｃのようにドーム型コイルでは最大に減弱する点でも１．１％であった。このことから、ドーム型コイルは実際の複雑な形状の脳に対する刺激において、位置ずれに強い設計であるということができる。また半球モデルにおいて許容される刺激位置ずれが８ｍｍ程度である、とした考察とも一致する結果である。

以上の実施形態をまとめると、近頭部表面導線部と遠頭部表面導線部との間の距離を、脳内の磁気刺激対象領域（磁気刺激すべき領域）の周辺領域に比較して、磁気刺激対象領域の誘導電場強度が増大し、好ましくは実質的に最大になるように、変化させて設定することで、誘導電場強度を従来技術に比較して大幅に増大できる。ここで、インダクタンスＬｃが好ましくは５μＨ以上でかつ１３μＨ以下であるインダクタンス範囲に入りかつ誘導電場が頭部表面上の所定の広がり内に入るように設定することが好ましい。また、経頭蓋磁気刺激装置においては、パルス幅を所定のパルス幅範囲内に設定し、上記近頭部表面導線部と上記遠頭部表面導線部との間の距離を、上記誘導電場強度が上記磁気刺激対象領域の周辺領域に比較して増大するように変化させて設定することが好ましい。

［変形例］

以上の実施形態においては、２つの円形コイルからなる８字型コイルについて説明しているが、本発明はこれに限らず、２つの円形コイルの中心軸をコイル装置の中央部に偏心させて構成された偏心８字型コイルであってもよい。また、コイル装置の製造方法については、主としてドーム型コイルについて説明しているが、本発明はこれに限らず、８字型コイル、偏心８字型コイルにも適用することができる。

［実施形態のまとめ］
第１の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は、巻線コイルが頭部表面上又はその近傍に置かれ、電磁誘導によって脳内の磁気刺激対象領域に誘導電場による電流を発生させてニューロンを刺激する経頭蓋磁気刺激装置のためのコイル装置であって、
上記巻線コイルは、上記頭部表面上又はその近傍に配置された近頭部表面導線部と、上記頭部表面から上記近頭部表面導線部よりも離れて配置された遠頭部表面導線部とを備え、
上記近頭部表面導線部と上記遠頭部表面導線部との間の距離を、上記誘導電場強度が上記磁気刺激対象領域の周辺領域に比較して増大するように変化させて設定したことを特徴とする。

第２の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は、第１の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置において、上記近頭部表面導線部と上記遠頭部表面導線部との間の距離を、上記コイル装置のインダクタンスが所定のインダクタンス範囲に入り、かつ上記誘導電場が頭部表面上の所定の広がり内に入るように変化させて設定したことを特徴とする。

第３の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は、第２の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置において、上記インダクタンス範囲は、５μＨ以上でかつ１３μＨ以下であることを特徴とする。

第４の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置は、第１〜第３の態様のうちのいずれか１つに記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置において、上記コイル装置は、ドーム型コイル、８字型コイル、又は偏心８字型コイルであることを特徴とする。

第５の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置は、
第１〜第４の態様のうちのいずれか１つに記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置と、
上記コイル装置に所定のパルス幅を有する電流パルスを出力する駆動回路とを備えた経頭蓋磁気刺激装置であって、
上記パルス幅を所定のパルス幅範囲内に設定し、上記近頭部表面導線部と上記遠頭部表面導線部との間の距離を、上記誘導電場強度が上記磁気刺激対象領域の周辺領域に比較して増大するように変化させて設定したことを特徴とする。

第６の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置は、第５の経頭蓋磁気刺激装置において、上記パルス幅範囲は、２００μｓ以上でかつ３００μｓ以下であることを特徴とする。

第７の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置の製造方法は、巻線コイルが頭部表面上又はその近傍に置かれ、電磁誘導によって脳内の磁気刺激対象領域に誘導電場による電流を発生させてニューロンを刺激する経頭蓋磁気刺激装置のためのコイル装置の製造方法であって、
上記巻線コイルは、上記頭部表面上又はその近傍に配置された近頭部表面導線部と、上記頭部表面から上記近頭部表面導線部よりも離れて配置された遠頭部表面導線部とを備え、
上記近頭部表面導線部と上記遠頭部表面導線部との間の距離を、上記誘導電場強度が上記磁気刺激対象領域の周辺領域に比較して増大するように変化させて設定するステップを含むことを特徴とする。

第８の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置の製造方法は、第７の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置の製造方法において、上記近頭部表面導線部と上記遠頭部表面導線部との間の距離を、上記コイル装置のインダクタンスが所定のインダクタンス範囲に入り、かつ上記誘導電場が頭部表面上の所定の広がり内に入るように変化させて設定するステップを含むことを特徴とする。

第９の態様にかかる経頭蓋磁気刺激装置の製造方法は、
第１〜第４の態様のうちのいずれか１つに記載の経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置と、
上記コイル装置に所定のパルス幅を有する電流パルスを出力する駆動回路とを備えた経頭蓋磁気刺激装置の製造方法であって、
上記パルス幅を所定のパルス幅範囲内に設定し、上記近頭部表面導線部と上記遠頭部表面導線部との間の距離を、上記誘導電場強度が上記磁気刺激対象領域の周辺領域に比較して増大するように変化させて設定するステップを含むことを特徴とする。

以上詳述したように、本発明によれば、頭部表面の電場強度をさらに増大させることができ、本発明を、経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置、経頭蓋磁気刺激装置用コイル装置の製造方法、上記コイル装置を用いた経頭蓋磁気刺激装置、及び経頭蓋磁気刺激装置の製造方法に広く適用することが可能である。

１…経頭蓋磁気刺激システム、
２…刺激用コイル、
４…ケーブル、
６…磁気刺激制御装置、
２０…コイル駆動回路、
２１…電源装置、
２１ａ…交流電源、
２１ｂ…電源回路、
２１ｃ…昇圧回路、
２２…コンデンサ、
２３…半導体スイッチ、
２３ａ…サイリスタ、
２３ｂ…ダイオード、
２４…刺激用コイルのインダクタンス成分、
２５…刺激用コイルの抵抗成分、
２６…制御回路、
Ｍ…患者。

Claims (6)

1. 巻線コイルが頭部表面上又はその近傍に置かれ、電磁誘導によって脳内の磁気刺激対象領域に誘導電場による電流を発生させてニューロンを刺激するコイル装置を設計するために用いられるコイル設計装置であって、
   上記巻線コイルは、上記頭部表面上又はその近傍に配置された近頭部表面導線部と、上記頭部表面から上記近頭部表面導線部よりも離れて配置された遠頭部表面導線部とを備えたドーム型コイルであり、
   上記ドーム型コイルにおける上記近頭部表面導線部と上記遠頭部表面導線部との間の距離の最大値であるコイルの高さを、上記誘導電場強度が上記磁気刺激対象領域の周辺領域に比較して増大するように、かつ、上記発生する誘導電場強度の広がりを一定に保ったまま変化させることで、前記コイルの高さを最適値に設定することを特徴とする、コイル設計装置。
2. 上記コイルの高さを、上記コイル装置のインダクタンスが所定のインダクタンス範囲に入り、かつ上記誘導電場が頭部表面上の所定の広がり内に入るように変化させて設定したことを特徴とする、請求項１記載のコイル設計装置。
3. 上記インダクタンス範囲は、５μＨ以上でかつ１３μＨ以下であることを特徴とする、請求項２記載のコイル設計装置。
4. 巻線コイルが頭部表面上又はその近傍に置かれ、電磁誘導によって脳内の磁気刺激対象領域に誘導電場による電流を発生させてニューロンを刺激するコイル装置を設計するコイル設計方法であって、
   上記巻線コイルは、上記頭部表面上又はその近傍に配置された近頭部表面導線部と、上記頭部表面から上記近頭部表面導線部よりも離れて配置された遠頭部表面導線部とを備えたドーム型コイルであり、
   前記コイル設計方法は、
   上記ドーム型コイルにおける上記近頭部表面導線部と上記遠頭部表面導線部との間の距離の最大値であるコイルの高さを、上記誘導電場強度が上記磁気刺激対象領域の周辺領域に比較して増大するように、かつ、上記発生する誘導電場強度の広がりを一定に保ったまま変化させることで、前記コイルの高さを最適値に設定するステップを含むことを特徴とする、コイル設計方法。
5. 上記コイルの高さを、上記コイル装置のインダクタンスが所定のインダクタンス範囲に入り、かつ上記誘導電場が頭部表面上の所定の広がり内に入るように変化させて設定するステップを含むことを特徴とする、請求項４記載のコイル設計方法。
6. 上記インダクタンス範囲は、５μＨ以上でかつ１３μＨ以下であることを特徴とする、請求項５記載のコイル設計方法。

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